复合人工纤维元及人工韧带
阅读说明：本技术 复合人工纤维元及人工韧带 (Composite artificial fiber element and artificial ligament ) 是由 孙杨 张泽人 赵金忠 蒋佳 王立人 朱同贺 康育豪 于 2019-10-21 设计创作，主要内容包括：本公开提供了一种复合人工纤维元,包括：芯线；以及覆盖于芯线外部的支撑层,支撑层具有由纤维编织而成的网格、以及生长因子,其中,纤维包含可降解的疏水性高分子材料和亲水性高分子材料。此外,本公开还提供一种由多根上述复合人工纤维元编织成的人工韧带。根据本公开,能够在保留材料的生物可降解特性的同时提高其亲水性,因此能够有助于细胞的爬覆生长。(The present disclosure provides a composite artificial fiber element, comprising: a core wire; and the supporting layer is covered outside the core wire and is provided with a grid formed by weaving fibers and a growth factor, wherein the fibers comprise a degradable hydrophobic polymer material and a hydrophilic polymer material. In addition, the present disclosure also provides an artificial ligament woven by a plurality of the composite artificial fiber elements. According to the present disclosure, the hydrophilicity of a material can be improved while the biodegradable properties thereof are retained, and thus the creeping growth of cells can be facilitated.)
技术领域
本公开属于生物医用复合材料领域，特别涉及一种复合人工纤维元及人工韧带。
背景技术
在骨科损伤中，膝关节十字韧带的损伤与撕裂是一种常见的运动损伤，其发病率较高。由于十字韧带特殊的生物结构和活性，一旦发生损伤或者撕裂，其自身无法正常的自然愈合，只能通过移植手术来达到治疗的效果。目前常用的移植物主要有三大类：自体、异体和人工移植物。其中，自体移植物存在手术创伤大、并发症多、恢复慢等问题；异体移植物具有来源缺乏、感染风险、免疫排斥等问题。因此，鉴于自体和异体移植物存在的上述问题，大多数手术选择使用人工移植物，即人工韧带。
现有的人工韧带主要采用高分子聚合物的纺织产品作为韧带替代，例如以PET(聚对苯二甲酸乙二醇酯)材料为主要成分构成的LARS、Neo-ligaments人工韧带等，由于具有较稳定的力学性能，在手术中被广泛地使用。然而，此类人工韧带因其具有在生物体内不可降解性、疏水性等不利于细胞再生的生物惰性的性质，在大多数国家例如美国和欧洲各国都已经被禁止在临床使用。
随着再生医学的逐步兴起，在可降解材料上进行分子修饰，引起细胞整合素的相互作用，诱导细胞的增殖、分化，以及细胞外基质的合成与组装，从而启动机体的再生系统，正逐渐成为植入性类医疗器械的发展趋势。组织工程等的学科正是主要致力于组织和器官的形成和再生，其核心就是建立细胞与生物材料的三维空间复合体，即具有生命力的活体组织，用以对病损组织进行形态结构和功能的重建并达到永久性替代。在专利文献1(CN105828846A)中，提出一种全部或者部分由PCL(聚己内酯)纤维构成的人工韧带假体，属于一种可生物降解和生物融合的人工韧带，其消除了对不可降解的人工合成支架的担忧和不确定性。此类人工韧带不仅可以生物降解，还可以被任意地种植以促进具有可控细胞及组织活性的功能性组织的形成，并保持良好的机械性能。此类人工韧带可被其植入的生物体缓慢吸收，以被等同于天然韧带的功能性组织逐步地取代。
然而，组织工程对于人体韧带的再生修复研究，目前仍处于早期阶段，其存在较多有待解决的关键技术问题，例如材料的亲水性能不佳，无法实现对细胞的有效吸附，如何实现生长因子与高分子材料的有机结合等。
发明内容
本公开有鉴于上述现有技术的状况而完成，其目的在于提供一种亲水性能优良并能实现生长因子与高分子材料的有机融合的复合人工纤维元及人工韧带。
为此，本公开一方面提供了一种复合人工纤维元，其特征在于，包括：芯线；以及支撑层，其覆盖于所述芯线的外部，所述支撑层具有由纤维编织而成的网格、以及生长因子，其中，所述纤维包含可降解的疏水性高分子材料和亲水性高分子材料。
在本公开的一方面中，采用包含可降解的疏水性高分子材料和亲水性高分子材料的纤维作为复合人工纤维元的支撑层，使复合人工纤维元在保留材料的生物可降解特性的同时，又能够提高亲水性，因此能够有助于细胞的爬覆生长。另外，生长因子与高分子材料有机融合，能够减少材料浸渍生物试剂时产生的如皱缩、仅表面的不完善的生物活性等问题的发生，从而能够提高复合人工纤维元的生物活性，将其应用于人工韧带时，能够更好地促进韧带的再生。
另外，在本公开的一方面所涉及的复合人工纤维元中，可选地，所述纤维包含由所述疏水性高分子材料组成的疏水嵌段和由所述亲水性高分子材料组成的亲水嵌段。在这种情况下，亲水嵌段能够提高纤维的亲水性，从而能够提高支撑层的亲水性，进而能够有助于细胞的爬覆生长。
另外，在本公开的一方面所涉及的复合人工纤维元中，所述疏水嵌段与所述亲水嵌段可以交替排列。由此，既能够使支撑层具有生物可降解性能，又能够提高其亲水性，因此能够有助于细胞的爬覆生长。
另外，在本公开的一方面所涉及的复合人工纤维元中，可选地，所述芯线由聚合物纤维制备而成，所述聚合物纤维的杨氏模量为50GPa至150GPa。在这种情况下，芯线具有较高的力学强度，能够为复合人工纤维元提供有效的强度支持，使其在拉力方向能够具有较好的力学支撑力。
另外，在本公开的一方面所涉及的复合人工纤维元中，可选地，所述支撑层经静电纺丝制备而成。在这种情况下，能够将生长因子和高分子材料有机地结合在一起，不仅能够解决生长因子和高分子材料的融合问题，同时能够减少材料浸渍生物试剂时产生的例如皱缩、仅表面的不完善的生物活性等问题。另外，通过静电纺丝工艺，能够使支撑层达到微纳级的超细纤维多孔结构，该结构与天然细胞外基质的主要成分(胶原蛋白)十分类似，能够最大程度地仿生体内的ECM(细胞外基质)结构。此外，经静电纺丝制备的支撑层具有较高的孔隙率和较大的比表面积，由此在植入人体组织后，能够更有利于细胞的黏附、分化、增值和分泌ECM。
另外，在本公开的一方面所涉及的复合人工纤维元中，可选地，所述生长因子的溶剂为选自水溶液、盐溶液、缓冲液和细胞培养基中的至少一种。由此，能够满足不同的应用环境下对复合人工纤维元材料的结构和性能等的不同需求。
另外，在本公开的一方面所涉及的复合人工纤维元中，可选地，所述生长因子还包含抗菌物质，所述抗菌物质包含选自青霉素类、头孢菌素类、碳青酶烯类、氨基糖甙类、四环素类、大环内酯类、糖甙类、磺胺类、喹诺酮类、硝咪唑类、林克胺类、磷霉素、氯霉素、对粘菌素B、杆菌肽中的一种以上。由此，能够满足不同的应用环境下对复合人工纤维元材料的生物性能的不同需求。
另外，在本公开的一方面所涉及的复合人工纤维元中，可选地，所述纤维的玻璃态转化温度不高于人体正常体温。因此，将本公开的复合人工纤维元应用于人体组织治疗时，该纤维在人体内能够保持为橡胶态(高弹态)，该橡胶态的纤维能够释放由外力等引起的应力集中，改善复合人工纤维元的韧性。
另外，在本公开的一方面所涉及的复合人工纤维元中，可选地，所述疏水性高分子材料为聚酯嵌段，所述聚酯嵌段为选自丙交酯、己内酯、对二氧环己酮和乙交酯中至少一种单体的聚合物，或者选自丙交酯、己内酯、对二氧环己酮和乙交酯中至少一种单体的聚合物的共混物。由此，能够使得复合人工纤维元在可降解的同时保持良好的生物相容性，有利于其在植入式医疗器械等方面的应用。
另外，在本公开的一方面所涉及的复合人工纤维元中，可选地，所述亲水性高分子材料为选自淀粉、蛋白质、纤维素类天然高分子、聚乙二醇、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚丙烯酸、聚丙烯酰胺、N-(2-羟丙基)甲基丙烯酰胺、二乙烯基醚马来酸酐、聚(2-乙基-2-唑啉)、聚磷酸酯、聚磷腈中的一种以上。由此，能够使得复合人工纤维元具有良好的亲水性，从而能够有助于细胞的爬覆生长。
本公开另一方面提供了一种人工韧带，其特征在于，包含多根上述任一项所述的复合人工纤维元，并且将多根所述复合人工纤维元编织成规定形状。
另外，在本公开的另一方面所涉及的人工韧带中，采用包含可降解的疏水性高分子材料和亲水性高分子材料的纤维作为复合人工纤维元的支撑层，使复合人工纤维元在保留材料的生物可降解特性的同时，又能够提高亲水性，从而能够使人工韧带兼具可降解性和亲水性，因此能够有利于细胞的爬覆生长。另外，生长因子与高分子材料有机融合，能够减少材料浸渍生物试剂时产生的如皱缩、仅表面的不完善的生物活性等问题的发生，从而能够提高人工韧带的生物活性，进而能够更好地促进韧带的再生。
另外，在本公开的另一方面所涉及的人工韧带中，可选地，所述规定形状为选自膜状、管状和柱状当中的一种以上。在一些示例中，由此，能够制备得到不同形状的人工韧带，从而满足不同应用场景下对人工韧带形状的特殊需求。
根据本公开，能够提供一种亲水性能优良并能实现生长因子与高分子材料的有机融合的复合人工纤维元及人工韧带。
附图说明
图1是示出了本实施方式的示例所涉及的人工韧带的应用场景的例子的示意图。
图2是示出了本实施方式的示例所涉及的复合人工纤维元的结构示意图。
图3是示出了本实施方式的示例所涉及的复合人工纤维元的支撑层的微观结构示意图。
图4是示出了本实施方式的示例所涉及的复合人工纤维元的支撑层的微观结构中任一纤维的结构示意图。
图5是示出了本实施方式的示例所涉及的人工韧带的结构示意图。
图6是示出了本实施方式的示例所涉及的人工韧带结构的局部示意图。
图7是示出了本公开的实施例3中所涉及的HE染色的结果图。
图8是示出了本公开的实施例3中所涉及的Masson染色的结果图。
符号说明：
1…人工韧带，10…复合人工纤维元，11…芯线，12…支撑层，121…纤维，122…生长因子，1211…疏水嵌段，1212…亲水嵌段，20…外壳，30…捆扎带。
具体实施方式
以下，参考附图，详细地说明本公开的优选实施方式。在下面的说明中，对于相同的部件赋予相同的符号，省略重复的说明。另外，附图只是示意性的图，部件相互之间的尺寸的比例或者部件的形状等可以与实际的不同。
在下面的说明中，为了方便说明使用了小标题的方式进行描述，但是这些小标题仅起到提示作用，并不是为了将小标题下所描述的内容限制于小标题的主题中。
图1是示出了本实施方式的示例所涉及的人工韧带1的应用场景的例子的示意图。2是示出了本实施方式的示例所涉及的复合人工纤维元10的结构示意图。图3是示出了本实施方式的示例所涉及的复合人工纤维元10的支撑层12的微观结构示意图，图4是示出了本实施方式的示例所涉及的复合人工纤维元10的支撑层12的微观结构中任一纤维的结构示意图。
在本实施方式中，如图2至图4所示，复合人工纤维元10可以包括芯线11和支撑层12。其中，支撑层12可以覆盖于芯线11的外部，支撑层12可以具有由纤维121编织而成的网格、以及生长因子122。此外，纤维121可以包含可降解的疏水性高分子材料和亲水性高分子材料。
本实施方式所涉及的复合人工纤维元10，采用包含可降解的疏水性高分子材料和亲水性高分子材料的纤维121作为复合人工纤维元10的支撑层12，使复合人工纤维元10在保留材料的生物可降解特性的同时，又能够提高亲水性，因此能够有助于细胞的爬覆生长。另外，生长因子122与高分子材料有机融合，能够减少材料浸渍生物试剂时产生的如皱缩、仅表面的不完善的生物活性等问题的发生，从而能够提高复合人工纤维元10的生物活性，将其应用于人工韧带1时，能够更好地促进韧带的再生。
在临床应用中，复合人工纤维元10可以制作成人工韧带1(参见图5和图6)，并将人工韧带1植入到体内(例如骨关节腔)。在一些示例中，如图1所示，可以通过骨钉等的挤压将人工韧带1固定于骨骼，从而将人工韧带1植入骨关节腔内。在这种情况下，由于人工韧带1中的复合人工纤维元10由支撑层12包覆芯线11而形成，其中支撑层12由包含可降解的疏水性高分子材料和亲水性高分子材料的纤维121和生长因子122构成，使人工韧带1能够兼具生物可降解性能和亲水性，从而能够有助于细胞(例如纤维细胞)的爬覆生长，并且人工韧带1释放的生长因子122能够促进受损韧带的再生和修复。
在一些示例中，复合人工纤维元10形状没有特别限制。例如，复合人工纤维元10的形状可以为长条状。
在一些示例中，复合人工纤维元10的皱缩率可以不大于20％。由此，在植入人体后，能够减少因复合人工纤维元10发生皱缩而发生皱缩移位，进而能够减少疼痛、粘连等并发症的发生。例如，复合人工纤维元10的皱缩率可以为20％、18％、16％、15％、14％、13％、12％、11％、10％、9％、8％、7％、6％、5％、4％、3％、2％、1％等。
在本实施方式中，芯线11可以为线状或束状。在一些示例中，芯线11可以为1根内芯。在另一些示例中，芯线11可以由多根内芯编织而成。由此，能够有效提高芯线11的力学强度等性能，从而能够满足复合人工纤维元10对材料高强度的要求。
在本实施方式中，芯线11可以由聚合物纤维制备而成。优选地，芯线11由杨氏模量可以为50GPa至150GPa的聚合物纤维制备而成。在这种情况下，芯线11具有较高的力学强度，能够为复合人工纤维元10提供有效的强度支持，使其在拉力方向能够具有较好的力学支撑力。例如，芯线11由杨氏模量可以为50GPa、60GPa、70GPa、80GPa、90GPa、100GPa、110GPa、120GPa、130GPa、140GPa、或150GPa的聚合物纤维制备而成。
在本实施方式中，如上所述，内芯可以直接作为芯线11，此时内芯可以由与芯线11相同的材料制成。另外，在芯线11由多根内芯编织而成时，内芯也可以由聚合物纤维制备而成，并且优选地，多根内芯编织而形成的芯线11的杨氏模量也满足50GPa至150GPa的范围。
在一些示例中，聚合物纤维可以具有生物可降解性能。另外，在一些示例中，聚合物纤维可以为选自聚对二氧环己酮、聚酰胺聚合物、聚酯聚合物、聚乙烯和聚丙烯中的至少一种。在这种情况下，既能够使芯线11具有生物可降解性能，也能够有助于提高芯线11的力学强度。
在另一些示例中，芯线11可以由多根内芯并列放置而形成束状结构。例如，芯线11可以由2根、3根、4根、5根内芯并列放置而形成束状结构。
此外，在本实施方式中，芯线11的长径比没有特别限制。由此，能够根据实际应用场景的需求而调整其长径比。
在本实施方式中，支撑层12可以覆盖于芯线11的外部。在一些示例中，支撑层12可以部分包裹芯线11。另外，在一些示例中，如图2所示，支撑层12可以部分包裹于芯线11的中间部位，从而露出芯线11的两端。在另一些示例中，支撑层12可以完全包覆于芯线11的外部。由此，能够提供足够的力学支撑，并且能够提升复合人工纤维元10材料整体的亲水性能等。
在一些示例中，支撑层12可以经静电纺丝制备而成。另外，在一些示例中，支撑层12可以由生长因子122和高分子材料经静电纺丝制成。例如，可以利用静电纺丝机将生长因子122和高分子材料共同进行静电纺丝，也即可以将生长因子122溶液和高分子材料溶液共混然后静电纺丝。在这种情况下，能够将生长因子122和高分子材料有机地结合在一起，不仅能够解决生长因子122和高分子材料的融合问题，同时能够减少材料浸渍生物试剂时产生的如皱缩、仅表面的不完善的生物活性等问题的发生。另外，通过静电纺丝工艺，能够使支撑层12达到微纳级的超细纤维多孔结构，该结构与天然细胞外基质的主要成分(胶原蛋白)十分类似，能够最大程度地仿生体内的细胞外基质(ECM)结构。此外，经静电纺丝制备的支撑层12具有较高的孔隙率和较大的比表面积，由此在植入人体组织后，能够更有利于细胞的黏附、分化、增值和分泌ECM。其中，高分子材料可以具有生物可降解性。
在另一些示例中，支撑层12可以由高分子材料经静电纺丝制成。例如，可以利用静电纺丝机对高分子材料进行静电纺丝。
在一些示例中，静电纺丝机的参数可以设置为：电纺距离8-40cm、静电纺丝电压20-80kV、静电纺丝溶液的溶液流速5-500ml/h。在这种情况下，能够有利于生长因子122和高分子材料的融合。
在一些示例中，静电纺丝机所使用的静电纺丝溶液的溶剂可以为六氟异丙醇、三卤甲烷、二甲基甲酰胺、四氢呋喃、氯仿或者丙酮的一种或者多种。
在一些示例中，静电纺丝时，可以使用芯线11收集生长因子122和高分子材料并形成人工复合纤维元。也就是说，在静电纺丝过程中，静电纺丝机使用静电纺丝溶液进行纺丝，溶液中的生长因子122和高分子材料会(稍后描述)被芯线11收集，形成复合人工纤维元10。
在一些示例中，支撑层12的平衡接触角可以为55度以下。由此，支撑层12能够具有良好的亲水性能，在这种情况下，由于支撑层12覆盖在芯线11的外部而形成复合人工纤维元10，由此能够使复合人工纤维元10具有良好的亲水性能，从而在植入人体组织后，将能够有助于细胞的爬覆生长。例如，支撑层12的平衡接触角可以为5度、10度、15度、20度、30度、40度或50度。
在一些示例中，支撑层12可以为多孔的结构。换言之，支撑层12可以为具有多个微孔的多孔结构。由此，能够提升复合人工纤维元10的比表面积，从而有利于复合人工纤维元10植入人体后，对周围细胞组织的吸附等。另外，在一些示例中，支撑层12可以具有均匀分布的多个微孔。
另外，在支撑层12为多孔的结构的情况下，在多个微孔内可以具有生长因子122。由此，能够使生长因子122均匀地分布于复合人工纤维元10的支撑层12，从而能够有助于受损韧带的再生。
在一些示例中，支撑层12的孔隙率可以为30％至85％。由此，能够有利于组织长入支撑层12中。例如，支撑层12的孔隙率可以为30％、32％、35％、40％、45％、50％、53％、55％、58％、60％、62％、65％、70％、75％、80％或85％。
在一些示例中，支撑层12的微孔的孔径可以为1μm至5μm。在这种情况下，能够模拟细胞外基质结构，由此能够进一步有助组织长入支撑层12。例如，支撑层12的微孔的孔径可以为1μm、1.2μm、1.5μm、1.8μm、2μm、2.2μm、2.5μm、2.8μm、3μm、3.3μm、3.5μm、3.8μm、4μm、4.2μm、4.5μm、4.8μm或5μm。
在一些示例中，支撑层12可以具有纤维网格。具体而言，支撑层12可以具有由纤维121编织而成的网格。换言之，支撑层12可以为由纤维121编织而成的纤维网格。另外，在一些示例中，纤维121可以经静电纺丝而形成。在另一些示例中，纤维网格可以经静电纺丝编织而成。
在一些示例中，纤维121可以杂乱无规的排列，如图3所示，纤维121沿各个方向随机分布，呈现出无规排列的特点，并形成多个大小不一的网格。在另一些示例中，纤维121可以沿其中一个方向特定有序的排列，也可以沿其中两个以上的方向特定有序的排列。在这种情况下，纤维121编织组合形成统一整体，能够有效提高支撑层12的力学强度等性能。
在一些示例中，纤维121的尺寸没有特别限制，也即，纤维121的长径比没有特别限制。一般情况下，纤维121的长径比不同，其力学强度等性能也将不同，因此，能够根据实际情况的需要，制备匹配使用环境需求的纤维121尺寸(长径比)。
另外，在本实施方式中，纤维121的玻璃态转化温度可以不高于人体正常体温。在这种情况下，将复合人工纤维元10应用于人体组织(例如膝关节十字韧带)治疗时，纤维121在人体内能够保持为橡胶态(高弹态)，橡胶态的纤维121能够释放由外力等引起的应力集中，改善复合人工纤维元10的韧性。
在一些示例中，纤维121的玻璃态转化温度可以为-40℃至36℃。例如，纤维121的玻璃态转化温度可以为-40℃、-37℃、-30℃、-20℃、-10℃、-5℃、0℃、10℃、20℃或36℃。另外，在一些示例中，优选地，出于使纤维121能够在人体内保持橡胶态的目的，纤维121的玻璃态转化温度可以为-37℃至20℃。
在一些示例中，纤维121中可以添加有生长因子122。换言之，纤维121中可以包括生长因子122。
在本实施方式中，纤维121可以由可降解的高分子材料制成。在一些示例中，高分子材料可以包括可降解的疏水性高分子材料和亲水性高分子材料。换言之，纤维121可以包含可降解的疏水性高分子材料和亲水性高分子材料。
在本实施方式中，由于疏水性高分子材料遇水(例如组织液、生物试剂等)易皱缩，而亲水性高分子材料易吸水溶胀，因此，纤维121同时包含疏水性高分子材料和亲水性高分子材料能够在植入人体后具有良好的稳定性(即不皱缩和溶胀)，也即，支撑层12在植入人体后能够具有良好的稳定性，也就是说，复合人工纤维元10在植入人体后能够具有良好的稳定性，进一步而言，人工韧带1在植入人体后能够具有良好的稳定。
在一些示例中，组成纤维121的可降解的高分子材料可以由疏水性高分子材料和亲水性高分子材料混合而成。
在一些示例中，在高分子材料中，疏水性高分子材料可以与亲水性高分子材料均匀混合。在这种情况下，能够提高纤维121的均一性，使纤维121整体均具有可降解性和亲水性，从而使由纤维121编织的支撑层12具有可降解性和亲水性，因而能够使由支撑层12包覆形成的复合人工纤维元10外表仿生细胞外基质，进而能够有助于细胞(例如纤维细胞)在复合人工纤维元10上爬覆生长。换言之，纤维121中的疏水性高分子材料和亲水性高分子材料混合均匀。
在一些示例中，在纤维121中，疏水性高分子材料和亲水性高分子材料的比例可以为1﹕2至2﹕1。由此，能够得到亲水性能程度不同的支撑层12，从而满足不同应用场景下对材料亲水性能的要求。例如，疏水性高分子材料和亲水性高分子材料的比例可以为1﹕2、2﹕3、1﹕1、5﹕3、4﹕3、3﹕2、2﹕1等。
在一些示例中，纤维121可以经静电纺丝制备而成。另外，在一些示例中，纤维121可以由生长因子122和由疏水性高分子材料和亲水性高分子材料混合的高分子材料经静电纺丝制成。在另一些示例中，纤维121可以由疏水性高分子材料和亲水性高分子材料混合的高分子材料经静电纺丝制成。
在另一些示例中，如图4所示，纤维121可以为嵌段纤维。另外，在一些示例中，如图4所示，纤维121可以包含疏水嵌段1211和亲水嵌段1212。
在一些示例中，纤维121可以亲水性纤维丝和疏水性纤维丝编织而成。另外，在一些示例中，纤维121可以由亲水纤维丝和疏水纤维丝编织成嵌段纤维。
在一些示例中，亲水纤维丝可以由生长因子122和亲水性高分子材料经静电纺丝制成。另外，在一些示例中，疏水性纤维丝可以由生长因子122和疏水性高分子材料经静电纺丝制成。在另一些示例中，亲水纤维丝可以由亲水性高分子材料经静电纺丝制成。另外，疏水性纤维丝可以由疏水性高分子材料经静电纺丝制成。
在一些示例中，亲水纤维丝和疏水性纤维丝可以围绕芯线11编织形成复合人工纤维元10。另外，在一些示例中，亲水纤维丝和疏水性纤维丝可以围绕芯线11编织形成嵌段的复合人工纤维元10。
在一些示例中，疏水嵌段1211可以由可降解的疏水性高分子材料组成。另外，在一些示例中，亲水嵌段1212可以由可降解的亲水性高分子材料组成。在这种情况下，亲水嵌段1212能够提高纤维121的亲水性，从而能够提高支撑层12的亲水性，进而能够有助于细胞的爬覆生长。
在一些示例中，疏水嵌段1211与亲水嵌段1212可以交替排列。由此，既能够使支撑层12(以及复合人工纤维元10)具有生物可降解性能，又能够提高其亲水性，因此能够有助于细胞的爬覆生长。
在本实施方式中，纤维121的疏水嵌段1211和亲水嵌段1212的数量没有特别限制。在一些示例中，疏水嵌段1211和亲水嵌段1212的数量可以分别为3段以上。由此，能够形成较为完善的嵌段结构(也即疏水嵌段1211和亲水嵌段1212的充分交替结构)，从而满足材料对亲水性能等的应用需求。
在一些示例中，纤维121的疏水嵌段1211和亲水嵌段1212可以均匀地交替排列，也即，每一段疏水嵌段1211的长度可以基本保持一致，且每一段亲水嵌段1212的长度可以基本保持一致，从而形成疏水嵌段1211与亲水嵌段1212均匀且交替的排列。在另一些示例中，纤维121的疏水嵌段1211和亲水嵌段1212可以不均匀地交替排列，也即，每一段疏水嵌段1211的长度可以不同，以及每一段亲水嵌段1212的长度可以不同，从而形成不均匀的交替排列。由此，能够得到亲水性能程度不同的支撑层12，从而满足不同应用场景下对材料亲水性能的要求。
在一些示例中，疏水性高分子材料可以为聚酯嵌段。另外，在一些示例中，聚酯嵌段可以为选自丙交酯、己内酯、对二氧环己酮和乙交酯中至少一种单体的聚合物。在一些示例中，聚酯嵌段可以为选自丙交酯、己内酯、对二氧环己酮和乙交酯中至少一种单体的聚合物的共混物。由此，能够使得复合人工纤维元10在可降解的同时保持良好的生物相容性，有利于其在植入式医疗器械等方面的应用。
在一些示例中，聚酯嵌段可以为选自丙交酯、己内酯、对二氧环己酮和乙交酯当中的一种单体的均聚物，或选自丙交酯、己内酯、对二氧环己酮和乙交酯当中的二元以上的无规共聚物或嵌段共聚物。
在一些示例中，亲水性高分子材料可以为选自淀粉、蛋白质、纤维素类天然高分子、聚乙二醇、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚丙烯酸、聚丙烯酰胺、N-(2-羟丙基)甲基丙烯酰胺、二乙烯基醚马来酸酐、聚(2-乙基-2-唑啉)、聚磷酸酯、聚磷腈中的一种以上。由此，能够使得复合人工纤维元10具有良好的亲水性，从而能够有助于细胞的爬覆生长。
在一些示例中，疏水性高分子材料可以由聚己内酯制成，亲水性高分子材料可以由淀粉制成。另外，在一些示例中，疏水性高分子材料可以为由丙交酯和己内酯制成的共聚物，亲水性高分子材料可以由聚乙二醇制成。在另一些示例中，疏水性高分子材料可以为由丙交酯和对二氧环己酮制成的共聚物，亲水性高分子材料可以由聚丙烯酸制成。
在本实施方式中，亲水性高分子材料与疏水性高分子材料可以具有不同的降解速率。在一些示例中，亲水性高分子材料的降解速率可以大于疏水性高分子材料的降解速率。在这种情况下，亲水性高分子材料的降解速率快，能够为新生组织腾出空间，有利于新生组织的生长；疏水性高分子材料的降解速率慢，能够在组织修复初期提供力学支撑。
在一些示例中，可以通过调节亲水性高分子材料和疏水性高分子材料的比例来控制纤维121的降解速率。由此，能够控制支撑层12的降解速率，从而能够控制复合人工纤维元10的降解速率。
在一些示例中，支撑层12的降解速率可以与新生组织的生长速率匹配。由此，能够有利于新生组织的生长、爬行。例如，若复合人工纤维元10降解太快，则新生组织可能无法覆盖形成的缺损，从而导致组织修复失败。
在本实施方式中，支撑层12中可以具有生长因子122。由此，当复合人工纤维元10植入人体后，支撑层12中的生长因子122能够起到促进植入部位(例如膝关节十字韧带)周边组织的生长发育、调控细胞的生长及其他细胞功能的作用，从而提高复合人工纤维元10的生物性能。
在一些示例中，生长因子122可以添加于纤维121与纤维121之间所形成的缝隙中(参见图3)。另外，在一些示例中，如图3所示，生长因子122可以添加于由纤维121编织而成的网格中。
在一些示例中，纤维121还可以包括生长因子122。由此，能够有助于促进细胞的生长。例如，生长因子122与高分子材料共同进行静电纺丝，在这种情况下，能够使纤维121中具有生长因子122，并且能够使得由纤维121编织而成的网格也具有生长因子122。
在一些示例中，生长因子122可以通过涂覆、浸泡等方式添加于支撑层12中。另外，在一些示例中，可以将仅由高分子材料制成的支撑层12浸入生长因子122溶液，获得具有生长因子122的支撑层12。在另一些示例中，可以在仅由高分子材料制成的支撑层12上涂覆生长因子122溶液，以获得具有生长因子122的支撑层12。
在一些示例中，生长因子122的涂覆可以为嵌段式涂覆。由此，能够使生长因子122呈嵌段式分布。例如，在纤维121或支撑层12表面涂覆第一生长因子形成第一嵌段，涂覆第二生长因子嵌段形成第二嵌段。另外，在一些示例中，生长因子122的涂覆可以为间隔式的。例如，在纤维121或支撑层12表面，相邻两段涂覆有生长因子122的中间段未进行生长因子122的涂覆。
在本实施方式中，生长因子122的种类没有特别限制。在一些示例中，生长因子122可以为选自维生素、碱基、嘌呤、嘧啶、生物素和烟酸当中的一种以上。由此，复合人工纤维元10中的生长因子122能与特异的、高亲和的细胞膜受体结合，调节细胞生长与其他细胞功能，从而扩大复合人工纤维元10在人体组织替代方面的应用场景。
在一个示例中，生长因子122可以为神经生长因子NGF和成纤维细胞生长因子FGF。在另一些示例中，生长因子122可以为成纤维细胞生长因子FGF。
在一些示例中，生长因子122可以为促进腱骨愈合的生长因子。由此，复合人工纤维元10在植入体内后，能够保证骨道内腱骨的迅速愈合，提供韧带自体化的前期力学基础，保证后续关节腔内纤维细胞的安全攀附。
在一些示例中，生长因子122还可以包含抗菌物质。在一些示例中，抗菌物质可以包含选自青霉素类、头孢菌素类、碳青酶烯类、氨基糖甙类、四环素类、大环内酯类、糖甙类、磺胺类、喹诺酮类、硝咪唑类、林克胺类、磷霉素、氯霉素、对粘菌素B、杆菌肽中的一种以上。由此，复合人工纤维元10能够抵抗不同种类的细菌等有害物质，能够增强其生物实用性。
在本实施方式中，生长因子122的溶剂没有特别限制。在一些示例中，生长因子122的溶剂可以为选自水溶液、盐溶液、缓冲液和细胞培养基当中的一种以上。由此，能够满足不同的应用环境(例如酸性、中性或碱性环境)下对复合人工纤维元10材料的结构和性能等的不同需求。
在本实施方式中，生长因子122的尺寸没有特别限制，可以根据实际需要进行调整设计。在一些示例中，生长因子122的尺寸大小可以不同，由此，能够形成于不同大小的缝隙或网格中，从而使得生长因子122的分布更为均匀，提升复合人工纤维元10的实用性。
在本实施方式中，生长因子122的负载量没有特别限制。由此，能够根据实际情况的需要进行适当的调整设计，从而满足不同情况下的需求。
此外，在本实施方式中，生长因子122的释放速率没有特别限制。在一些示例中，在植入体内后15分钟内，生长因子122中包含的抗菌物质的释放量不低于总加载量的25％。在这种情况下，生长因子122中的抗菌物质在植入体内后，能够尽快释放，从而能够减少复合人工纤维元10被细菌等有害物质的污染，进而能够使得复合人工纤维元10有效地发挥调控细胞生长等的作用。
以下，结合图5和图6详细的描述包含复合人工纤维元10的人工韧带1。
图5是示出了本实施方式的示例所涉及的人工韧带1的结构示意图，图6是示出了本实施方式的示例所涉及的人工韧带1结构的局部示意图。
在本实施方式中，如图5和图6所示，人工韧带1可以包含多根复合人工纤维元10，并且将多根复合人工纤维元10编织成规定的形状。
本实施方式所涉及的人工韧带1采用包含可降解的疏水性高分子材料和亲水性高分子材料的纤维121作为复合人工纤维元10的支撑层12，使复合人工纤维元10在保留材料的生物可降解特性的同时，又能够提高亲水性，从而能够使人工韧带1兼具可降解性和亲水性，因此能够有利于细胞的爬覆生长。另外，生长因子122与高分子材料有机融合，能够减少材料浸渍生物试剂时产生的如皱缩、仅表面的不完善的生物活性等问题的发生，从而能够提高人工韧带1的生物活性，进而能够更好地促进韧带的再生。
在一些示例中，人工韧带1还可以包括外壳20(参见图5和图6)。由此，能够更好的将人工韧带1形成统一整体，从而提高其力学强度等性能。在一些示例中，外壳20可以包裹在多根复合人工纤维元10外。
在一些示例中，外壳20可以部分包裹多根复合人工纤维元10。例如，外壳20可以包裹在多根复合人工纤维元10的中间部位，并露出多根复合人工纤维元10的两端。在另一些示例中，外壳20可以完全包裹多根复合人工纤维元10。
在一些示例中，外壳20可以包括外壳20a和外壳20b，外壳20a与外壳20b可以不连续地形成，也即，外壳20a与外壳20b之间存在间隙。在这种情况下，人工韧带1可以包括多根复合人工纤维元10、分别覆盖在多根复合人工纤维元10的外壳20a和20b。
在一些示例中，外壳20所包裹的中间部位可以为多根复合人工纤维元10中包裹了支撑层12的部分。另外，在一些示例中，如图5所示，外壳20可以部分包裹在多根复合人工纤维元10中包裹了支撑层12的部分。
在一些示例中，人工韧带1还可以包括捆扎带30(参见图5和图6)。在这种情况下，能够在人工韧带1的两端形成一定长度的小直径区域，即人工韧带1的两端的直径小于人工韧带1的中间部位的直径，由此，作为牵引线结构，从而能够有助于移植手术实验的顺利操作。另外，在一些示例中，捆扎带30可以捆扎在多根复合人工纤维元10的两端。
在一些示例中，捆扎带30可以捆扎多根复合人工纤维元10。另外，在一些示例中，捆扎带30可以通过捆扎多根复合人工纤维元10的芯线11来捆扎多根复合人工纤维元10。也即，在捆扎的部位，芯线11不被支撑层12覆盖，在这种情况下，捆扎带30不与支撑层12接触，而直接捆扎复合人工纤维元10的芯线11。在另一些示例中，捆扎带30可以捆扎在多根复合人工纤维元10的支撑层12来捆扎多根复合人工纤维元10。
在一些示例中，捆扎带30可以捆扎在多根复合人工纤维元10的端部(如图5所示，例如人工韧带1的端部1a和端部1b)。例如，如图5所示，捆扎带30可以捆扎在多根复合人工纤维元10的两端的芯线11上。
在一些示例中，人工韧带1可以由多根复合人工纤维元10并列放置而形成束状结构。在一些示例中，人工韧带1可以为单束或对折结构(如图5所示)。由此，能够满足不同的临床需求。
在一些示例中，人工韧带1可以是长条状，但本实施方式中不限于此，在一些示例中，人工韧带1可以折叠使用，例如将人工韧带1对折而形成折叠部1c(参见图5)。具体而言，将人工韧带1对折而使人工韧带1中覆盖多根复合人工纤维元10的外壳20a与覆盖多根复合人工纤维元10的外壳20b固定(例如粘接)在一起并形成折叠部1c。在这种情况下，能够进一步提高人工韧带1的力学强度，并且通过形成折叠部1c能够方便手术中将折叠部1c作为牵引结构。
在一些示例中，折叠部1c的芯线11可以不被支撑层12覆盖。也即，折叠部1c可以由多根芯线11组成。由此，能够有利于将人工韧带1进行对折。
另外，在一些示例中，折叠部1c可以由多根复合人工纤维元10组成。另外，在一些示例中，折叠部1c可以由多根复合人工纤维元10对折而形成。
在本实施方式中，多根复合人工纤维元10编织成的规定的形状可以为选自膜状、管状和柱状当中的一种以上。由此，能够制备得到不同形状的人工韧带1，从而能够满足不同应用场景下对人工韧带1形状的特殊需求。
在本实施方式中，如上所述的膜状的厚度没有特别限制。在一些示例中，如上所述的膜状的厚度可以为10～1500微米。在另一些示例中，如上所述的膜状的厚度可以为50～500微米。由此，能够满足不同应用场景下对人工韧带1的尺寸的需求。
在一些示例中，如上所述的管状的厚度和内直径没有特别限制。例如，如上所述的管状的厚度可以为1～1500微米，内直径可以为2～200毫米。在另一些示例中，如上所述的管状的厚度可以为50～500微米，内直径可以20～150毫米。由此，能够满足不同应用场景下对人工韧带1的尺寸的需求。
在一些示例中，如上所述的柱状的直径没有特别限制。例如，如上所述的柱状的直径可以为2～20毫米。由此，能够满足不同应用场景下对人工韧带1的尺寸的需求。
在一些示例中，多根复合人工纤维元10可以通过编织工艺而形成人工韧带1。在这种情况下，各个复合人工纤维元10之间能够更加有效的结合在一起，从而形成完整的人工韧带1。
此外，在一些示例中，复合人工纤维元10的数量可以为4-50根。一般情况下，复合人工纤维元10的数量不同，其所形成的人工韧带1的力学强度将不同。由此，能够在满足不同情况下人工韧带1需要的力学性能等方面的需求。例如，复合人工纤维元10的数量可以4根、6根、8根、10根、15根、18根、20根、25根、30根、35根、40根、45根或50根。
在一些示例中，人工韧带1的孔隙率可以为30％至85％。由此，能够有利于组织长入人工韧带1内。例如，人工韧带1的孔隙率可以为30％、32％、35％、40％、45％、50％、53％、55％、58％、60％、62％、65％、70％、75％、80％或85％。
在一些示例中，人工韧带1的孔径可以为1μm至5μm。在这种情况下，能够模拟细胞外基质结构，由此能够进一步有助组织长入人工韧带1。例如，人工韧带1的孔径可以为1μm、1.2μm、1.5μm、1.8μm、2μm、2.2μm、2.5μm、2.8μm、3μm、3.3μm、3.5μm、3.8μm、4μm、4.2μm、4.5μm、4.8μm或5μm。
为了进一步说明本公开，以下结合实施例对本公开提供的复合人工纤维元10及人工韧带1进行详细描述，并结合动物实验结果对本公开实现的有益效果进行充分说明。
[实施例1]
首先，制备人工韧带，具体而言，先将杨氏模量50GPa的聚丙烯纤维编织成芯线，接着，用40ml的六氟异丙醇溶解2g聚己内酯，10ml的生理盐水溶解1pg神经生长因子NGF，将两者容易混合得混合溶液A，用40ml的六氟异丙醇溶解2g淀粉，10ml的生理盐水溶解1pg成纤维细胞生长因子FGF，将两者容易混合得混合溶液B，将混合液A和B分别加载于注射器中，末端连接20号的针头，将注射器固定于固定架；静电纺丝参数设置为电纺距离为15cm，静电纺丝电压为30kV，溶液流速为5ml/h，电纺结束后分别获得长条状的疏水性纤维丝和亲水性纤维丝，然后，将疏水性纤维丝和亲水性纤维丝编织为长条状的嵌段纤维，再利用嵌段纤维围绕芯线11编织成长条状的复合人工纤维元10，最后，将18根编织好的复合人工纤维元10编织成人工移植物(人工韧带1)，并且所制备人工移植物的直径为4mm，长度为5cm，两端牵引线长5cm。
接着，准备胫骨后肌移植物，具体而言，将成年雄性比格(Beagle)犬6只，平均体重15kg左右，单独置于120cm×100cm×75cm笼子饲养，观察7天备用，仅限制在笼子活动。静脉注射戊巴比妥Nembutal(30mg/kg)麻醉，生效后双后肢备皮，仰卧位将动物固定手术台，常规消毒铺无菌巾单。先行切取同侧(后续对照组的同侧)后肢踝关节处的胫骨后肌作为ACL(前交叉韧带)重建移植物。切取胫骨后肌长度8.0cm，双折后肌腱移植物长度4.0cm以上。在ACL重建专用操纵台上进行处理，用2号不可吸收缝线在两端编织缝合，双折后折端穿翻转线，处理修正后的趾长屈肌腱移植物直径为4mm。
然后，在6只比格犬的左右前膝的膝关节内侧作前内侧切口，切口长5-7cm，经髌骨内侧平行切口进入暴露关节，切除原有正常的ACL。选用4mm匹配钻头建立胫骨隧道，胫骨隧道的外口在胫骨近端内侧付韧带附着点的远方，内口位于胫骨髁间棘ACL止点处，并且与胫骨轴线成角45°、胫骨矢状面成角15°-30°。经过胫骨骨隧道利用股骨***的导向针定位后，采用4.0-mm空心钻头建立股骨隧道，也即从髁间窝中间近外侧壁ACL印迹处钻向外侧副韧带股骨附着点的远上方形成股骨隧道。
最后，将已经编织好的人工移植物从左膝的胫骨隧道经关节腔植入作为实验组，并保证人工移植物在股骨隧道内1.5cm，胫骨内1.5cm，关节内1.0cm，然后将两端缝线固定在隧道外的螺钉上，完成悬吊式固定。同样地，将已经编织好的趾长屈肌腱移植物从右膝的胫骨隧道经关节腔植入作为对照组。在手术12周后，可以观察到比格犬的左膝和右膝的前交叉韧带完全痊愈。
[实施例2]
首先，制备人工韧带，具体而言，先将杨氏模量50GPa的聚丙烯纤维编织成芯线，接着，用40ml的六氟异丙醇溶解2g丙交酯-己内酯共聚物，10ml的生理盐水溶解1pg成纤维细胞生长因子FGF，将两者容易混合得混合溶液A，用40ml的六氟异丙醇溶解2g聚乙二醇，10ml的生理盐水溶解1pg成纤维细胞生长因子FGF，将两者容易混合得混合溶液B，并以与实施例1相同的方式制备复合人工纤维元，最后，将18根复合人工纤维元编织成人工移植物(人工韧带)，并且所制备的人工移植物的长为2cm，宽为1cm，并浸于生理盐水中1min备用。
接着，准备兔跟腱缺损模型。具体而言，取6只体重3.0kg左右的成年雄性新西兰大白兔，以3％戊巴比妥钠0.9-1ml/1kg经耳缘静脉麻醉。麻醉满意后，动物取俯卧位并固定头部，保证呼吸道通畅。用剃毛器仔细剃除兔单侧后腿侧背部毛发，暴露跟腱处皮肤。碘伏消毒手术区域，铺无菌洞巾，以无菌手术刀沿跟腱走行纵行做约5cm切口，钝性分离皮下组织，暴露跟腱。以止血钳固定两侧分离后的皮肤，于跟腱中点处(跟骨附着点上方约2-3cm)用组织剪完全截断，在断端近端1cm处再次剪断跟腱，去除中间2cm跟腱，兔跟腱缺损模型制备完成，同一切口取腓骨长肌腱4cm。
最后，利用4-0可吸收缝线(市售)将人工移植物两端跟腱两断端采用改良“Giftbox”技术缝合。在手术12周后，可以观察到新西兰大白兔的跟腱完全愈合。
[实施例3]
首先，制备人工韧带。具体而言，先将杨氏模量50GPa的聚丙烯纤维编织成芯线，接着，用80ml的六氟异丙醇溶解2g对二氧环己酮和2g纤维素类天然高分子形成溶液A，用20ml的生理盐水溶解2pg成纤维细胞生长因子FGF形成溶液B，并将溶液A和溶液B混合均匀；然后，将混合液加载于注射器中，末端连接20号的针头，以所制备的芯线11作为收集装置，将注射器固定于固定架，其中静电纺丝参数设置为电纺距离为15cm，静电纺丝电压为30kV，溶液流速为5ml/h，电纺结束后取下长条状的静电纺丝支架(复合人工纤维元10)，最后，利用18根纺织好的静电纺丝支架编织人工移植物(人工韧带1)，并且所制备的人工移植物的长为5cm，宽为5cm。
接着，随机选取3kg左右的成年雄性新西兰兔6只，适应性饲养2周，未见异常，活动良好。接着，将新西兰兔6只进行双侧肩关节行冈上肌腱离断术，并行冈上肌腱止点重建，建造兔肩袖急性断裂腱-骨止点重建术后动物模型。再用戊巴比妥钠进行耳缘静脉麻醉，麻醉成功后，术区备皮，医用碘伏消毒，铺无菌洞巾。
然后，准备实验组。具体而言，在6只新西兰兔的左侧肩沿兔冈上肌腱肱骨大结节附着点长轴纵向切开皮肤，约2cm，逐层钝性分离，找到冈上肌腱附着点，将兔冈上肌腱从肱骨大结节附着点处完全离断，用直径约为1mm的克氏针沿几乎垂直于冈上肌腱离断方向在原止点下方骨性组织内打孔，然后将2cm×1cm的人工移植物贴在肌腱止点上表面，再进行腱-骨缝合，重建冈上肌腱附着点。并且，在确定肌腱断离断及缝合无误后，用庆大霉素盐水冲洗关节腔和皮下，放置引流片，逐层间断缝合切口。
最后，将6只新西兰兔于术后12周过量麻醉处死，暴露左侧肩袖修复区域，然后各只新西兰兔取2份标本组织，并浸于4％多聚甲醛中固定，再将各只新西兰兔的一份标本组织进行HE染色、各只新西兰兔的另一份进行Masson染色。
图7是示出了本公开的实施例3中所涉及的HE染色的结果图。图8是示出了本公开的实施例3中所涉及的Masson染色的结果图。如图6和图7所示，术后12周，各只新西兰兔的HE染色和Masson染色显示腱骨愈合处夏贝氏纤维(Sharpey's fiber)较多，左侧肩袖损伤修复愈合。
[实施例4]
首先，制备人工韧带，具体而言，先将杨氏模量50GPa的聚丙烯纤维编织成芯线，接着，用80ml的六氟异丙醇溶解2g丙交酯-对二氧环己酮共聚物和2g聚丙烯酸形成溶液A，用20ml的生理盐水溶解1pg神经生长因子NGF和1pg成纤维细胞生长因子FGF形成溶液B，再以与实施例3相同的方式制备静电纺丝支架(复合人工纤维元)，然后利用18根纺织好的长条状静电纺丝支架编织成人工移植物(人工韧带)，并且所制备的人工移植物的直径为1.7mm，长度为7cm。
接着，取成年新西兰大白兔10只，体质量2.5-3.0kg，用戊巴比妥钠进行耳缘静脉麻醉，麻醉成功后，术区备皮，医用碘伏消毒，铺无菌洞巾。随即，沿着兔冈上肌腱肱骨大结节附着点长轴纵向切开皮肤，约1cm，逐层钝性分离，找到冈上肌腱附着点，将兔冈上肌腱从肱骨大结节附着点处完全离断，再向近端切除冈上肌腱0.5cm长度，切口消毒，缝合切口。
然后，4周后进行双侧巨大肩袖损伤修复实验，包括实验组和对照组。其中，实验组的准备为：以左侧肩作为实验组，采用1cm×0.5mm大小的人工移植物对折后，开口向刚上肌腱段缝合，用直径约为0.5mm的克氏针沿几乎垂直于冈上肌腱离断方向在原止点下方骨性组织内打孔，然后进行支架-骨缝合；对照组的准备为：以右侧肩作为对照组，采用自体阔筋膜移植，编织成1cm×0.5mm大小，按上述方法进行修补。术后患肢不制动。
最后，在术后12周可以观察到新西兰大白兔两侧肩的巨大肩袖修补处均已愈合。
虽然以上结合附图和实施方式对本公开进行了具体说明，但是可以理解，上述说明不以任何形式限制本公开。本领域技术人员在不偏离本公开的实质精神和范围的情况下可以根据需要对本公开进行变形和变化，这些变形和变化均落入本公开的范围内。